JP2000509084A

JP2000509084A - Polyester ionomer for implant production

Info

Publication number: JP2000509084A
Application number: JP9537408A
Authority: JP
Inventors: ストーリー，ロブソン，エフ．; デング，ゼット．，デヴィッド; グランシー，トッド，ピー．; ピーターソン，デイル，アール．
Original assignee: デピュイオーソピーディックス，インコーポレイテッド
Priority date: 1996-04-16
Filing date: 1997-04-16
Publication date: 2000-07-18
Also published as: US5668288A; EP0898563A1; EP0898563A4; WO1997038975A1

Abstract

(57)【要約】生体内吸収性インプラント構築に有用なカルボキシル基末端ポリエステルアイオノマーを開示している。これらは、モノ−またはビス−カルボキシル基末端ポリエステルの生体適合性塩または部分塩を含む。 (57) [Summary] Disclosed are carboxyl terminated polyester ionomers useful for bioabsorbable implant construction. These include biocompatible or partial salts of mono- or bis-carboxyl terminated polyesters.

Description

【発明の詳細な説明】インプラント製作用のポリエステルアイオノマー発明の属する技術分野本発明は、例えば、生物活性を有する物質の放出制御や組織修復のためのインプラントなどの医療用途に用いられる生崩壊性ポリマーに関する。更に詳しくは、本発明は、モノ−またはビス−カルボキシル基末端ポリエステルの生体適合性且つ非毒性の塩および改善されたインプラントマトリックスの配合物におけるそれらの塩の使用に関する。背景および概要生物医学的用途において、ポリエステル、ポリ酢酸ビニル、ポリアクリレート、ポリオルトエステル、およびポリ無水物を含む多くのポリマーが用いられてきた。こうした用途におけるポリエステルの利点の１つは、それらが生分解性であると共に生体適合性があることが挙げられる。脂肪族ポリエステルは、インプラント式ドラッグデリバリー担体、縫合糸、および負傷または手術後の一般組織の補綴材に関する生体用材料の分野で広く使用されてきた。バイオマテリアルの分野で以前から最も関心を持たれてきたポリエステルは、ラクチド、グリコリドおよびε−カプロラクトンモノマーから誘導され、各種ターモノマーの組合せを介して利用できる比較的広範囲の分解プロフィールを備える。これらの脂肪族ポリエステルのエステル結合は、加水分解および／または酵素に対して不安定であり、水性環境においてそのポリマーを分解性にする。しかし、多くの場合、ポリエステルベースのインプラントの生体内加水分解によるエステル開裂および付随した可溶化により利用できる通常範囲外の独特の生崩壊プロフィールを生じることが望ましい。多くの場合、それより急激な初期分解または特定の生崩壊／生分解プロフィールが望まれる。生崩壊の速度を上げる１つの方法は、生体内の固有の溶解度／生崩壊性が向上したポリマーを選択することである。しかし、生崩壊の速度を上げるために選択される生分解性ポリマーは、一般に、インプラント機能に関して必要／構造的／化学的な特性が劣る。向上したインプラント分解プロフィールに変更を加える１つのアプローチは、大量分解の防止に対するポリマー鎖の疎水変成に加えて、エステル結合の全部または一部を無水物結合で置換することであった。本発明によれば、ポリエステルアイオノマー、すなわち、カルボキシル基末端ポリエステルの塩がインプラント製作のために利用される。ポリエステルアイオノマーは、ポリエステルの好ましい構造／機能特性を示しながら、生体内溶解性も向上しており、その結果、生体内インプラント表面のポリマー分子の可溶化を促進する。体内移植地点から移動した部位において、血清中において可溶化されたポリエステル成分が更に加水分解することは、周囲の組織の生存力に有害であり得る局所的なｐＨ勾配の発生の防止を促進する。従って、本発明による生崩壊性インプラント構造物中に生分解性のカルボキシル基末端ポリエステルの塩を使用することにより、必要な構造特性および機能特性を備え、ポリエステル成分の優れた血清溶解性を更に備えたインプラントを製作できる。本発明によれば、ポリエステルアイオノマー、すなわち、カルボキシル基末端ポリエステルの塩は、ドラッグデリバリーならびに組織補綴および修復に関する生体移植可能な構造物の製作用の生体用材料として調製され用いられる。ポリエステルアイオノマーは、インプラントの構造／機能に対する条件により決まる大きな分子量においてさえ、優れた溶解度を示す。ポリエステルは、生体適合性を向上させるために自然界に存在する代謝物から調製され、自然界に存在する代謝物に分解される。ポリエステルアイオノマーは、生体適合性を有し、且つ製剤学的に許容可能な塩形成性塩基で、中和または部分的に中和することにより、対応するカルボキシル基末端ポリエステルから調製される。本発明の１つの側面において、対応するアイオノマーとの組合せで、生分解性のカルボキシル基末端ポリエステルを含む組成物が提供される。ポリエステルアイオノマーの物理的特性は、対応するカルボキシル基末端ポリエステルの中和度により制御できる点と共に、中和に用いる塩基の選択によりある程度まで制御できる点である。ポリエステルアイオノマーは、単独またはそのカルボキシル基末端ポリエステル前駆体との組合せたものを、組織修復および／または生物学的活性化合物の徐放化の為に改善されたインプラントマトリックス組成物の構成において使用することができる。実施形態本発明により、ポリエステルアイオノマー、更に詳しくは一般式ＲＯ−ＰＥ− ＣＯＯＨまたはＨＯＯＣ−ＰＥ−ＣＯＯＨの生分解性カルボキシル基末端ポリエステルの非毒性塩が提供される。前記式中、Ｒは水素またはＣ₁−Ｃ₄のアルキル基で、−ＰＥ−はポリエステルの二価の残基である。ポリエステルは、例えば、乳酸、グリコール酸、ε−ヒドロキシカプロン酸およびγ−ヒドロキシ吉草酸の様な生体適合性のヒドロキシ酸のホモポリマー、コポリマーまたはターポリマーを含み得る。変形例において、ポリエステルは、多価アルコールと生体適合性のポリカルボン酸との共重合により生成し得る。最も代表的には、こうしたコポリマーは、例えば、生体適合性のプロピレングリコール等の二価アルコールと生体適合性のジカルボン酸との間で生成する。本発明によるポリエステルアイオノマーの調製に有用なポリエステルの生成に関する代表的なカルボン酸には、クエン酸、イソクエン酸、シス−アコニット酸、α−ケトグルタル酸、コハク酸、マレイン酸、オキザロ酢酸およびフマール酸の様なクレブスサイクルの中間体が挙げられる。こうしたカルボン酸の多くは、必要に応じてポリマーを更に架橋させることができる追加の官能基を備える。ポリエステルは、例えば、環式カルボン酸無水物と反応させて、ヒドロキシ官能残基を本ポリエステルアイオノマーの調製に有用なカルボキシル基末端形態に転化させることにより更に変成することができる。本発明の１実施形態において、ポリエステルアイオノマーの調製に利用されるカルボキシル基末端ポリエステルは、約２５℃（室温）で、約０．０１から約５００ｍｇ／水ｍＬの間、更に好ましくは約０．１から約５００ｍｇ／水ｍＬ、最も好ましくは約０．５から約４００ｍｇ／水ｍＬの水に対する溶解度限界値を備えるように選択される。ポリエステル前駆体は、約４００から約１０，０００、更に代表的には約１０００から約５０００の重量平均分子量を有する。製剤学的に許容可能な塩基で中和することによりこれらの化合物を転化すると、カルボキシル基末端ポリエステル前駆体に比して向上した水に対する溶解度を有しながら、ポリマーの他の機能性を保持する本アイオノマーを生成する。末端カルボキシル官能基の化学量論による中和または化学量論未満による中和により対応する塩形態に転化すると、カルボキシル基末端前駆体の構造的特性および化学的特性の多くを示しながら、水（および血清）に対して大きく向上した溶解度を有するポリエステルアイオノマーまたはアイオノマー含有組成物を生成する。水に対する溶解度が向上すれば、生体内ポリエステルの溶解を促進する。体内移植地点から移動した部位において、血清中において可溶化されたポリエステル成分が更に加水分解することは、例えば、周囲の組織の生存力に有害であり得る、インプラント部位における局所的なｐＨ勾配の発生の最小化を促進する。インプラント構造物を組織修復に用いる場合、こうしたことは特に重要である。本発明のポリエステルアイオノマーは、モノ−またはビス−カルボキシル基末端ポリエステルから調製される。一般に、カルボキシル基末端ポリエステルは有機溶媒中に溶解され、製剤学的に許容可能な塩基の添加により中和される。本発明の１実施形態において、中和は化学量論未満の塩基量で行われて、カルボキシル基末端ポリエステルおよびその対応するアイオノマーを含む組成物を生じさせ、これらの成分の比率は、中和度に応じて異なる。本発明による本ポリエステルアイオノマーの生成に適する塩基には、好ましくはリチウム、ナトリウム、カリウム、マグネシウムおよびカルシウムの水酸化物を含むグループＩａ金属またはグループIIａ金属の水酸化物ならびに生理適合性の塩生成アミンが挙げられる。カルボキシル基末端ポリエステルの中和後に、生じたアイオノマーは、標準単離手法を用いて単離することができる。アイオノマーは、一般に、インプラント構造物の製作における使用前に乾燥される。本発明により用いるカルボキシル基末端ポリエステルの出発物質は、ポリエステル合成に関する公知の手順を用いて調製することができる。こうした化合物のカルボキシル基末端（または両末端）は、ヒドロキシ官能性ポリエステルと、例えば、無水コハク酸の様なＣ₂−Ｃ₆ジカルボン酸の化学量論量の環式無水物との反応により生成することができる。ビス−ヒドロキシ官能性ポリエステルは、例えば、プロピレングリコールまたはエチレングリコールの様な二価アルコール開始剤と、例えば、ラクチド、グリコリドまたはカプロラクトン等の１種以上の環式ヒドロキシ酸エステルとの反応により容易に調製される。ビス−ヒドロキシ官能性ポリエステルの環式無水物とのこうした反応は、上述のように本アイオノマーの調製に有用なビス−カルボキシ官能性ポリエステルを生成する。本アイオノマーの調製に用いられるポリエステルプレポリマーは、代表的には、例えば、エステル生成反応を促進する金属触媒を用いる、公知のポリエステル生成反応化学を用いて調製することができる。こうした先行技術による手順に伴う１つの問題は、生成したポリエステルから金属触媒を除去するのが難しいことである。ポリエステルを医療用途に用いることを意図する場合、こうしたことは特に重要である。ヒドロキシ酸のポリエステルは、実質的に無水の状態下で高温において対応する環式エステルとヒドロキシ官能性開始剤との反応により、高収率、高純度で且つ構造／機能性に対する優れた制御を伴って調製することができることが見出されてきた。従って、本発明において用いるポリエステル化合物の調製に関する１つの好ましい方法は、実質的に無水の状態下で高温において、例えば、一価または二価アルコール等の開始剤と少なくとも１つの環式ヒドロキシ酸エステルとの反応を主として含む。好ましくは、この反応は、約１００−１８０℃、更に好ましくは約１２０−１６０℃の温度においてニート（溶媒を用いない）状態で実施する。ポリエステルの生成に関する状態を定める際に利用される「実質的に無水の状態」という用語は、通常の努力を払って反応混合物から水を除去することを単に要求するものであり、一般に、熱で反応機を予備乾燥する段階および乾燥状態下で反応を行う段階を含めることができる。ポリエステルの構造は、環式ヒドロキシ酸エステル反応体の選択と化学量論ならびに生成物の平均分子量を大きくするには開始剤の量を相対的に少なくし、生成物平均分子量を小さくするには開始剤の量を相対的に多くして利用する開始剤の量により制御される。ヒドロキシ官能性開始剤は、例えば、Ｃ₁−Ｃ₄アルカノール等の一価アルコール、二価アルコールまたは多価アルコールのいずれかであり得る。変形例において、ヒドロキシ官能性開始剤は、例えば、グリコール酸等のヒドロキシ酸であり得る。生成したヒドロキシ基末端ポリエステルは、化学量論量の環式無水物との反応により、本ポリエステルアイオノマーの調製に用いるカルボキシル基末端ポリエステルに容易に転化できる。また、本発明の本ポリエステルアイオノマーの調製に用いるポリエステルポリマーの調製方法は、環式無水カルボン酸の存在下で実施して、対応するカルボキシル基末端ポリエステル化合物を直接的に生じることができる。この反応は、ポリエステルの調製に対する上記と同じ状態下で実施される。最も一般的には、この反応は、約等モル量の一価アルコール開始剤と環式無水物を用いて実施される。開始剤が二価アルコールの場合、好ましくは、環式無水物の開始剤に対するモル比を約２：１に上げる。本発明のポリエステルアイオノマーは、生体内吸収性インプラント構造物の調製において用いられる。従って、ポリエステルアイオノマーは、単独で、または組織の補綴および再構成用の充填材と共に用いるか、もしくは１つ以上の生物学的活性剤と組合せて用いて、生体移植後のこうした生体内活性剤の徐放源を提供することができる。こうした担体の使用と構成は当該技術分野において公知であり、本ポリエステルアイオノマーは、こうした担体の技術を認識した調製において、先行技術によるポリマー組成物に置き換えることが可能である。従って、インプラント構造物は、１種以上の生体内活性剤ならびに、例えば、滅菌中における生物学的活性およびポリマー機能性の保持の最適化のための添加剤の様な任意の他の添加剤と前記ポリマーとの混合により、ならびに手術用途に対するインプラント配合物の滅菌および包装により調製することができる。減菌は、約１から約３ｍＲａｄのガンマ線照射または電子線照射での照射により実現することができる。生物学的活性剤が生物学的活性蛋白質またはペプチドの場合、生物学的活性は、例えば、アルブミンまたはゼラチン等の外来の蛋白質および例えば、没食子酸プロピル、３−ｔ−ブチル−４−ヒドロキシアニソール（ＢＨＡ）またはアスコルビン酸等のフリーラジカル捕捉剤（酸化防止剤）を配合物中に配合することにより滅菌中に最適化することができる。それらの量は、生物学的活性ペプチドの照射誘発劣化を遅延させるのに有効な量である。滅菌は、好ましくは、例えば、−７０℃の様な低温で行う。充填剤を生物学的活性ペプチドまたは蛋白質と共に組成物中において用いる場合、生物学的活性化合物とアルブミンまたはゼラチンの様な外来の蛋白質との混合物を生成し、充填剤をポリエステルアイオノマーに混合する前に当該配合物で充填剤を被覆するのが有利である。インプラント構造物には、約１から約９０重量％、更に好ましくは約３０から約７０重量％および最も好ましくは約３５から約５０重量％の充填剤を配合することができる。充填剤は、有機、無機充填剤または有機および無機充填剤の組合せであってもよい。適切な充填剤には、骨細片、燐酸三カルシウム、ヒドロキシアパタイト、粉末／乾燥小腸粘膜下組織(米国特許第４，９０２，５０８号に記載されている)、バイオグラス顆粒剤、合成ポリマー、炭酸カルシウム、硫酸カルシウムまたはコラーゲンが挙げられる。インプラント構造物に配合することができる蛋白性生体内活性剤の例には、線維芽細胞成長因子、形質転換成長因子(例えば、ＴＦＧ−β₁)、骨形態形成蛋白質、上皮細胞成長因子、血小板由来成長因子、またはインスリン様成長因子の様な成長因子が特に挙げられる。単独で、またはこうした成長因子と組合せて利用できるその他の生体内活性剤は、抗菌剤であり、また、インプラント構造物を生物学的活性剤の徐放用のマトリックスとして用いる場合、人間または動物の疾病の処置において現在利用されているこうした活性化合物または組成物のいずれも配合して、マトリックスから放出させることができる。例１材料。以下の試薬を更に精製せずに用いた。クロロホルム−ｄ(９９．８原子％、１％ＴＭＳ)(アルドリッチ(Aldrich))、ε−カプロラクトン（ユニオンカーバイド(Union Carbide))、１，２−ジクロロエタン（ＤＣＥ）(アルドリッチ(Al drich))、ジエチレングリコール、９９％(ＤＥＧ)(アルドリッチ(Aldrich))、ジフェニルクロロホスフェート、９９％(ＤＰＣＰ)(アルドリッチ(Aldrich))、エタノール(ＥｔＯＨ)、１００％(ＡＡＰＥＲ Alcohol and Chemical Co.)、ヘキサン(フィッシャー(Fisher))、塩酸（ＨＣＬ）(フィッシャー(Fisher))、硫酸マグネシウム(フィッシャー(Fisher))、塩化メチレン(フィッシャー(Fisher))、１ −メチルイミダゾール９９＋％（ＮＭＩＭ）(アルドリッチ (Aldrich))、硫酸ナトリウム(フィッシャー)、２−エチルヘキサノエート第一スズ（オクタン酸第一スズ）（シグマ(Sigma))、無水コハク酸、９７％(アルドリッチ(Aldrich))、テトラヒドロフラン（ＴＨＦ）(フィッシャー(Fisher))、およびトリエチルアミン、９９％（ＴＥＡ）(アルドリッチ(Aldrich))。ヒドロキシル基末端ポリエステル。触媒としてモノマーモル当たり１．４×１０^-4モルの濃度でオクタン酸第一スズを用い窒素下で、ε−カプロラクトン（２０−４０ｇ)の重合をバルクで行った。ガラス器具を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。表１には開始剤、モノマー／開始剤比および重合ごとの反応時間と反応温度を掲げた。表１において、およびこの例の説明全体を通じ、特定のポリマーサンプルはハイフンで区切った２つの数字により指定した。第一の数字（太字）はポリマーの一般タイプを示し、第二の数字は連続のサンプル番号である。ポリマーの一般タイプを参照する時は、太字だけの第一の数字を用いる。タイプ１ポリマーは、エタノールで開始された一価のポリ（ε−カプロラクトン）であり、タイプ４ポリマーは、ジエチレングリコールで開始された二価のポリ（ε−カプロラクトン）である。表Ｉ開始剤、モノマー／開始剤比およびε−カプロラクトン重合に対する反応時間と反応温度サンプル＃開始剤[Ｉ] ［Ｍ／Ｉ］温度反応時間１−１ＥｔＯＨ８６５℃ ５ｈ１１５℃ １５ｈ１−２ＥｔＯＨ１０６５℃ ５ｈ１１５℃ １５ｈ４−１ＤＥＧ８１３５℃ ２０ｈ代表的な重合手順は以下の通りであった。ε−カプロラクトン(３２．４３ｇ、２．８４×１０^-1モル)、エタノール（３．２９ｇ、７．１４×１０^-2モル）およびオクタン酸第一スズ（０．０２ｇ）を２５０ｍＬの煮沸フラスコに加えた。フラスコを窒素でパージし、すり合せ栓をテフロン（商標）テープで包巻することで封止し、６５℃で５時間、その後１１５℃で１５時間油浴に入れた。重合を氷水浴中でフラスコを冷却することにより抑え、ポリマーを塩化メチレン２５− ３５％（ｗ／ｖ）に溶解し、その後１０倍過剰の攪拌されたヘキサン中に沈降させた。ヘキサン層をデカントし、ポリマーをヘキサン（３×１００ｍＬ）で洗浄した。単離したポリマーをその後再溶解し、サンプル瓶に移し、８０℃の乾燥機中で２４時間乾燥し、その後真空下において８０℃で２４−４８時間乾燥した。カルボン酸末端ポリエステル。ポリ（ε−カプロラクトン）のヒドロキシル末端基を無水コハク酸との反応によりカルボン酸末端基に転化した。タイプ２ポリマーは、エタノールより開始されたタイプ１ポリマーから誘導したもので、１つのカルボン酸末端基を有する。タイプ５ポリマーは、ジエチレングリコールより開始されたタイプ４ポリマーから誘導したもので、２つのカルボン酸末端基を有する。代表的な手順は次の通りであった。エタノール開始ポリ（ε−カプロラクトン）(１１．２８ｇ、２．２６×１０^-2ｅｑ)、無水コハク酸(３．３９ｇ、３．３８×１０^-2モル)、１，２−ジクロロエタン(２５０ｍＬ)、および１−メチルイミダゾール（１．２７ｍＬ）を凝縮器、熱油浴、マグネチック攪拌子を備え、窒素を通じた２５０ｍＬ煮沸フラスコに加えた。反応混合物を６５−７０℃で１５時間加熱した。冷却後、溶液を分液漏斗に移し、１０％水ＨＣＬ（２×２００ｍＬ）および水（３×２５０ｍＬ）で洗浄した。有機層を硫酸マグネシウム上で乾燥し、濾過し、溶媒を減圧下で除去した。例２材料。すべての試薬を更に精製せずに用いた。グリコール酸（９９％）および無水コハク酸（９７％）をアルドリッチケミカル（Aldrich Chemical Co.）から購入した。２−エチルヘキサノエート第一スズ（オクタン酸第一スズ、９５％）をシグマケミカル（Sigma Chemical Co.）から購入した。ε−カプロラクトン（高純度）はユニオンカーバイド（Union Carbide Co.）から供与された。計器ゲルパーミエーションクロマトグラフィ（ＧＰＣ）を用いて、ポリスチレン標準（ポリサイエンシーズ・コーポレーション(Polysciences Corporation)）と比較してポリマーサンプルの分子量、分子量分布、Ｍｗ／Ｍｎを測定した。ポリマーの¹³ＣＮＭＲスペクトルを５ｍｍｏ．ｄ．チューブを用いるブルカー（Ｂｒｕｋｅｒ）ＡＣ−２００分光計で得た。サンプル濃度は内部標準として１％ＴＭＳを含有するＣＤＣｌ₃中で約２５％（ｗ／ｖ）であった。 α−ヒドロキシル−ω−（カルボン酸）ポリ（ε−カプロラクトン）の合成ガラス器具および攪拌子を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。グリコール酸(５．１×１０^-3モル、０．３９ｇ)、ε−カプロラクトン（８．８×１０^-2モル、１０ｇ）およびオクタン酸第一スズ触媒（１．４×１０^-4モル／モル−モノマー）を２４／４０すり合せジョイントおよびマグネチック攪拌子を備える４０ｍＬの試験管に加えた。試験管を乾燥窒素ガスでパージし、ガラス栓で密封し、１４０℃の定温油浴に入れた。攪拌を継続しながら重合を３．５時間行い、その後、氷水浴に試験管を浸漬することにより重合を抑えた。生成物を精製せずに¹³ＣＮＭＲにより特性を決定した。（カルボン酸）−テレキレートポリ（ε−カプロラクトン）の合成グリコール酸(５．４×１０^-3モル、０．４１ｇ)、ε−カプロラクトン(８．８×１０^-2モル、１０ｇ)、無水コハク酸末端停止反応剤（５．４×１０^-3モル、０．５５ｇ）およびオクタン酸第一スズ触媒（１．４×１０^-4モル／モル−モノマー）を２４／４０すり合せジョイントおよびマグネチック攪拌子を備える４０ｍＬの試験管に加えた。試験管をその後乾燥窒素ガスでパージし、密封し、１４０℃の定温油浴に入れた。攪拌を継続しながら重合を１２時間行い、その後、氷水浴に試験管を浸漬することにより重合を抑えた。生成物を精製せずに13ＣＮＭＲにより特性を決定した。 α−ヒドロキシル−ω−（カルボン酸）ポリ（ε−カプロラクトン）の合成において、オクタン酸第一スズ触媒の存在下でグリコール酸とε−カプロラクトンとを反応させた。開環重合の開始剤としてのヒドロキシル基の報告された役割のゆえに、この反応は、一方の末端においてグリコール酸の単一末端基から誘導されたカルボン酸基で開始し、ｎ個のε−カプロラクトン単位を含み、鎖の他方の末端において一級ヒドロキシル基で終結するオリゴマー（Ａ）を生成することが予想された。重合反応中の種々の時間帯に採取したサンプルのＧＰＣクロマトグラムによれば、モノマーの転化は３．５時間で完了したことが明らかであった。しかし、最終分子量（２７００ｇ／モル）は、理論値（２０００ｇ／モル）より大きかった。この原因は、α−ヒドロキシル−ω−（カルボン酸）オリゴマーの縮重合のためであった。縮重合の発生に関するこの他の証拠は、冷却過程中にフラスコの壁上に水蒸気が付いたことであった。（カルボン酸）−テレキレートポリ（ε−カプロラクトン）（カルボン酸）−テレキレートポリ（ε−カプロラクトン）の合成において、 ε−カプロラクトンは開環し、この開環はグリコール酸により開始され、無水コハク酸との反応により終結した。ＧＰＣを用いて、ε−カプロラクトンの転化およびポリマー鎖末端への無水コハク酸の結合を監視した。種々の時間帯に採取したサンプルのＧＰＣクロマトグラムによれば、１２時間でモノマーの転化が完了し、無水コハク酸がポリマーに結合されたことは明らかであった。例３（ａ）酸末端ポリマーの合成ガラス器具を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。２４／４０すり合せジョイントを有し、真空ガラス栓をテフロンテープで包巻することで封止した２５０ｍＬ三角フラスコ中で重合を行った。Ｄ，Ｌ−ラクチド(１８．１７ｇ、１．２６×１０^-1モル)、グリコリド( １４．６３ｇ、１．２６×１０^-1モル)、ε−カプロラクトン(７．２０ｇ、６．３０×１０^-2モル)、グリコール酸(１．６６ｇ、２．１８×１０^-2モル)、無水コハク酸（２．１９ｇ、２．１８×１０^-2モル）をマグネチック攪拌子を備えたフラスコ（２５０ｍＬ）に加えた。フラスコを窒素でパージし、攪拌を継続しながら１３５℃の定温浴中で２０時間加熱した。反応６５時間において、温度を１１０℃に下げた。重合を１４６時間行い、その後、氷水浴中で重合を抑えた。生成物は、〜２０００ｇ／モルのビス−カルボキシル基末端ＰＬＧＣターポリマーであった。（ｂ）滴定分析手順（２０００ｇ／モル−サンプル）（〜２０００ｇ／モル）ポリマーサンプル（０．３０ｇ−０．４０ｇ）を１２５ｍＬ三角フラスコに加えた。ポリマーサンプルをＴＨＦ（５０ｍＬ）に完全に溶解し、水（１５ｍＬ）をその溶液に加えた。フェノールフタレイン（１ｇ／１００ｍＬＭｅＯＨ）(５滴)をポリマー溶液に加え、フラスコを氷浴に入れた。サンプルを淡桃色の終点までＮａＯＨ（０．５０４７Ｎ）の水溶液で滴定した。平均当量を少なくとも３回の滴定値から計算した。（ｃ）バルクでのポリマー滴定手順（２０００ｇ／モルーサンプル）（〜２０００ｇ／モル）ポリマーサンプル（３４．３２ｇ）を１０００ｍＬ三角フラスコに加え、ポリマーをＴＨＦ（４５０ｍＬ）に溶解した。上述の手順からの平均当量を用いて、ポリマーサンプルを完全に中和するのに必要な滴定液( ８５．３ｍＬ、０．５０４７ＮのＮａＯＨ水溶液)の正確な量を計算した。この量を氷浴中でかき混ぜながらポリマー溶液に徐々に加えた。生成したＰＬＧＣアイオノマーを真空で乾燥した。（ｄ）ポリエステルアイオノマーの調製上述の（ｃ）と同じ一般手順を用いて、アイオノマー組成物をジエチレングリコール開始で無水コハク酸停止のＰＬＧＣターポリマー（〜２０００ｇ／モル）から調製した。 PLGCの重量 NaOHのmL Ca(OH)₂の重量アイオノマー（0.5022N）イオン含有率 (1)3.9818g 7.37 - 85% Na⁺;15% H⁺ (2)4.0312g 7.90 - 90% Na⁺;10% H⁺ (3)4.1240g 8.53 - 95% Na⁺;5% H⁺ (4)3.5219g 7.37 .0143g 10% Ca⁺⁺;90% Na⁺ (5)3.8724g 7.90 .0314g 20% Ca⁺⁺;80% Na⁺ (6)3.6620g 8.53 .0445g 30% Ca⁺⁺;70% Na⁺ （ｅ）ポリマーの水に対する溶解度の測定手順１．２５ｍＬのガラス試験管内のテトラヒドロフラン（ＴＨＦ）にポリマー（５０ｍｇ）を溶解させる。２．室温における風乾によりＴＨＦを蒸発させ、試験管の底に付いたポリマーの薄膜を残す。３．試験管に水（１０ｍＬ）を加える。水とポリマーを混合させる。混合物を室温で２４時間放置する。４．前もって秤量したカップにその溶液をピペットで移す。５．４０℃真空下で水を蒸発させる。６．ポリマーを含んでいるカップを秤量し、空容器の重量を差引いて溶液中のポリマー量を計算する。例４金属触媒を用いないポリ（ε−カプロラクトン）の合成ガラス器具および攪拌子を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。２４／４０すり合せジョイントを有し、真空ガラス栓をテフロンテープで包巻することで封止した４０ｍＬ試験管中で重合を行った。必要な分子量を生じる適切な量のε−カプロラクトンモノマーおよびグリコール酸開始剤をこの試験管に加えた。試験管を窒素でパージし、ガラスを火炎乾燥して残留水の除去を促進した。その後、試験管を適切な時間（１０００ｇ／モルの場合、２．５時間）１３５℃の定温浴で加熱した。例５金属触媒を用いない酸末端ポリ（ε−カプロラクトン）の合成ガラス器具および攪拌子を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。２４／４０すり合せジョイントを有し、真空ガラス栓をテフロンテープで包巻することで封止した４０ｍＬ試験管中で重合を行った。必要な分子量を生じる適切な量のε−カプロラクトンモノマー、グリコール酸開始剤および無水コハク酸末端停止反応剤をこの試験管に加えた。試験管を窒素でパージし、ガラスを火炎乾燥して残留水の除去を促進した。その後、試験管を適切な時間（概ね１１時間）１３５℃の定温浴で加熱した。例６金属触媒を用いない酸末端ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド−コ−ε− カプロラクトン）の合成ガラス器具および攪拌子を、１４５−１５５℃で２４時間乾燥し、ゴム膜を装着し、乾燥窒素の流通下で冷却した。２４／４０すり合せジョイントを有し、真空ガラス栓をテフロンテープで包巻することで封止した４０ｍＬ試験管中で重合を行った。必要な分子量を生じる適切な量のＤ，Ｌ−ラクチド、グリコリド、ε −カプロラクトンモノマー、グリコール酸開始剤および無水コハク酸末端停止反応剤をこの試験管に加えた。試験管を窒素でパージし、ガラスを火炎乾燥して残留水の除去を促進した。その後、試験管を１３５℃の定温浴で１０２時間加熱した。その時点から、温度を１３０℃に下げて３７．５時間、その後、温度を１００℃に更に下げて５０時間反応を継続した。こうして１８９．５時間経過後にＤ，Ｌ−ラクチドは最大結合に達した。例７：ポリエステルアイオノマー製のインプラント構造物の調製試薬燐酸三カルシウム：デピュイ(Depuy)、直径：１４９μから２５０μ ＴＧＦ−β₁：ジェネンティック(Genentech)、０．７３ｍｇ／ｍＬＰＬＧＣポリマー：ポリ（ラクチド：グリコリド：ε−カプロラクトン）＝(４０：４０：２０)、Ｎａ⁺ アイオノマー（ＭＷ２０００）(例３(ｃ)) コーティング緩衝液：２０ｍＭ酢酸ナトリウム、ｐＨ５．０（シグマｃａｔ♯Ｓ−５８８９）ゼラチン緩衝液：２．５％ゼラチン(２５０ｍｇ／１０ｍＬ−水)、１００ＢｌｏｏｍＧｅｎｅｒａｌＦｏｏｄｓリンス緩衝液：ＰＢＳｐＨ７．４、ＢｏｅｈｒｉｎｇｅｒＭａｎｎｈｅｉｍｃａｔ．１００−９６１酸化防止剤：０．２％Ｎ−プロピル没食子酸塩（水中）（２０ｍｇ／１０ｍＬ、電子レンジで加熱して溶液に入れる）シグマｃａｔＰ−３１３０手順１．コーティング緩衝液に必要な量のＴＧＦ−β₁を加える（２ｍＬ／ｇＴＣＰ）２．シリコーン処理したポリプロピレン容器中でＴＧＦ−β₁コーティング緩衝液溶液を乾燥ＴＣＰと混合する。３．混合物を絶えず軽く混ぜながら室温で３時間培養する。４．ＴＣＰを沈降させるか、軽く遠心分離し、デカンテーションによりＴＧＦ− β₁コーティング緩衝液を分離する。５．リンス緩衝液（コーティング緩衝液と同容量）を加え、混合し、デカンテーションにより、それを分離する。６．リンス段階を繰返す。７．酸化防止剤溶液（リンス緩衝液と同容量）を加え、混合し、デカンテーションにより、それを分離する。８．ＴＧＦ−β₁被覆ＴＣＰにゼラチン緩衝液を加える(１．２５ｍＬ緩衝液／ｇ −ＴＣＰ)。９．粘稠ＰＬＧＣポリマーにＴＣＰ／緩衝液混合物を加え、混合する(０．７９６ｇ（４４％）のポリマー／１ｇ（５６％）のＴＣＰ)。１０．マトリックスを液体窒素で急速に凍結させる。１１．マトリックスを凍結乾燥する。マトリックスを−７０℃で乾燥保存するのが望ましい。これは、雰囲気から容易に水を吸収する。マトリックスは、密封フォイルパック中でＮ₂雰囲気においてガンマ線照射（２．５Ｍｒａｄ）により滅菌することができる。例８：ポリエステル配合物の溶解と放出この例は、ポリエステルアイオノマーを用いて、必要な時間枠内で生物学的物質の分解とデリバリーをどのように調節できるかを実証する。（ａ）溶解速度方法：ＴＣＰ（５０ｍｇ）をすべて結合させるのに十分なポリマーと混合した。この混合物を真空乾燥機中で完全に乾燥した。乾燥混合物を秤量し、燐酸緩衝食塩水（５ｍＬ）に入れた。相互に結合したマトリックスの重量を毎日測定した。この過程中の培養は室温であった。完全溶解を相互に結合しているマトリックス物質が全くない点と定義した。表IIでは、様々な末端基を有する４０％Ｌ−４０％Ｇ−２０％Ｃの比率のいろいろなＰＬＧＣターポリマーで行った試験の結果を要約した。各ターポリマーの分子量は２０００であった。ＰＬＧＣをカルボキシ化し、その後カルボキシ化物質をＮａＯＨで中和することによりアイオノマーサンプルを調製した(例３参照) 。表II：ＰＬＧＣターポリマーの溶解試験^* ポリマーの末端基完全溶解までの日数ＯＨ５０⁺ ＣＯＯ^- ５０％Ｎａ⁺ ３０ＣＯＯ^-１００％Ｎａ⁺ ４ ^*ＰＬＧＣの比率；４０：４０：２０（ｂ）放出速度例７に記載した通り調製したＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β₁マトリックスからのＴＧＦ−β₁の放出を測定した。ＴＧＦ−β₁を抽出し、エライサ（ＥＬＩＳＡ）により以下の通り検査した。未希釈ウマ血清（シグマＣａｔ＃Ｈ−１２７０）および０．０２重量％のアジ化ナトリウムをサンプルに加えた。使用する血清の量は、ＴＧＦ−β₁濃度に応じて決めた。約０．４から約１μｇのＴＧＦ−β₁最終濃度を狙いとした。血清およびＴＣＰは、混合しながら室温で最小限１２時間（一晩）培養した。ＴＣＰ微粒を除くため、５００ｇで一分間ミクロフュージにかけた。その後、サンプルをエライサ検査法により検査し、生物学的活性を測定した。ＴＧＦ−β₁捕捉エライサのプロトコールは以下の通りであった。物質１．固形サポート：ダイナテックイムロン II(Dynatech Immulon II)、カタログNo.011-010-3450 ２．コーティング緩衝液：０．０５Ｍ炭酸緩衝液、ｐＨ９．５、Ｎａ₂ＣＯ₂（５．３ｇ／Ｌ）３．捕捉Ｍａｂ：Ｍａｂ＜ＴＧＦ−β₁＞１２Ｈ５、ジェネンティック、ロット＃８２６８−６１４．洗浄緩衝液：ＰＢＳ、０．０５％Ｔｗｅｅｎ２０５．検出Ｍａｂ：Ｍａｂ＜ＴＧＦ−β₁＞４Ａ１１−ＨＲＰ、ジェネンティック、ロット１６９０４−３０６．標準：ＴＧＦ−β₁、ジェネンティック、未知サンプルと同ロットを使用。７．基質：３，３'，５，５'−テトラメチルベンジジン(ＴＭＢ)、Ｋｉｒｋｅｇａａｒｄ＆Ｐｅｒｒｙカタログ＃５０−７６−１００８．末端液：１ＭＨ₂ＳＯ₄ 手順９６個のウエルを有する微量定量プレートをコーティング緩衝液中において０．５μｇ／ｍＬのＭａｂ１２Ｈ５で被覆し、１００μＬ／ウエルで４℃の温度において一晩保持した。このプレートをＴｉｔｅｒｔｅｃＭｉｃｒｏｐｌａｔｅウオシャー１２０において６サイクル、洗浄緩衝液で洗浄し、洗浄緩衝液の最後の容量をウエルに残した。９６個のウエルを有するプレートを洗浄緩衝液で１０分間培養し、その後洗浄緩衝液を抜取った。ＴＧＦ−β₁サンプルを洗浄されたプレートに添加し、ＰＢＳ中において１００μＬ／ウエルに逐次希釈した。その後、ＴＧＦ−β₁サンプルを室温で一時間培養した。プレートを洗浄緩衝液で６サイクル、再び洗浄した。次に、４Ａ１１−ＨＲＰ共役物をプレートに添加し、洗浄緩衝液中で約１：２０００、すなわち、１００μＬ／ウエルに希釈した。その後、プレートを室温で一時間培養した。プレートを洗浄緩衝液で６サイクル洗浄した。次に、１００μＬ／ウエルの基質をプレートに添加した。色は５分間発現した。その後、５０μＬ／ウエルの停止液を添加した。波長をＭｏｌｅｃｕｌａｒＤｅｖｉｃｅｓＶｍａｘで４５０ｎｍにおいて読取った。Ｏ．Ｄ．値を対数線形回帰を用いて曲線に当てはめた。希釈ＴＧＦ−β₁の標準を用いて検量線を作成した。線形領域においてＯ．Ｄ．値で回帰曲線を検量線に重ねるのに必要な倍数を用いて未知の濃度を計算した。ＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β₁マトリックスからのＴＧＦ−β₁の放出に関する試験結果を表IIIに要約した。表III：ポリマーマトリックスからのＴＧＦ−β₁の回収^a 日ＴＧＦ−β1の％回収１４２％２５．８％３１％４＜１％５＜１％６＜１％^a ＰＬＧＣ(２：２：１)、Ｎａアイオノマー、ＭＷ２０００−４４％；ＴＣＰ− ５６％；２ｍＬＴＧＦ−β₁／ｇ−ＴＣＰこの例において試験したＰＬＧＣ／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β₁マトリックスは、溶解速度（パート(ａ)、表II、ＰＬＧＣＣＯＯ^-Ｎａ⁺１００％において示した通り）が速く、ＴＧＦ−β₁放出速度も速かった。すなわち、％回収は急激に低下し、マトリックスは少量のＴＧＦ−β₁を徐々に放出し続けた。例９：アイオノマー／粘膜下組織マトリクスの配合物試薬：ＴＧＦ−β₁：ジェネンティック、０．７３ｍｇ／ｍＬＰＬＧＣポリマー：ポリ（ラクチド：グリコリド：ε−カプロラクトン）＝（４０：４０：２０）Ｎａアイオノマー；ＭＷ２０００コーティング緩衝液：２０ｍＭ酢酸ナトリウム、ｐＨ５．０(シグマ)；コーティング中において１％ゼラチン最終濃度（１００ＢｌｏｏｍＧｅｎｅｒａｌＦｏｏｄｓ）酸化防止剤：０．２％Ｎ−プロピル没食子酸塩（水中）小腸粘膜下組織(ＳＩＳ)：(前記の米国特許第４，９０２，５０８号および４，９５６，１７８号により調製、粉砕および凍結乾燥) 手順１．必要量のＴＧＦ−β₁をコーティング緩衝液およびＳＩＳ（１ｍＬ緩衝液／１００ｍｇＳＩＳ）と混合して、パテを形成する。２．混合物を室温で１時間培養する。３．酸化防止剤溶液をポリマーに加え、粘稠溶液が生じるまで室温で一時的にかき混ぜる(４ｍＬの０．０２重量％酸化防止剤／ｇ−ポリマー)。４．ＳＩＳ／ＴＧＦ−β₁混合物を粘稠ポリマー溶液と混合する。５．(ａ)液体窒素で凍結できると共に、(ｂ)材料をポリマーで均一に被覆できるように形成される容器、すなわち、ガラス製ペトリ皿にマトリックスを入れる。６．マトリックスを液体窒素で急冷する。７．マトリックスを凍結乾燥する。８．例７に記載した通りポリマー／マトリックス配合物を滅菌する。この手順により調製したポリエステルアイオノマー・マトリックスの最終組成は、６７％ポリエステルアイオノマー、３３％ＳＩＳであり、５μｇ／ｍＬのＴＧＦ−β₁を含有していた。例１０：ポリエステルの溶解度室温で超純水にポリエステルを溶解することにより様々なポリエステルの溶解度を測定した。これらの試験の結果を表IVに要約した。表IV：ポリエステルの溶解度ポリマー比率（ＭＷ）溶解度（ｇ／Ｌ）ＰＬ − ２０００．０１ＰＬＧ１：１１０００１．４ＰＬＧＣ−ＯＨ２：２：１２００００．２ＰＬＧＣ−ＣＯＯＨ２：２：１２００００．３ＰＬＧＣ−ＣＯＯＮａ２：２：１２０００２５０一部の研究者は、ポリ（α−ヒドロキシカルボン酸）インプラントを用いた動物において無菌性壊死、炎症または洞管を報告してきた。これらの有害作用は、ポリマーの分解からの局所酸性症により起こったと一般には考えられている。多量の酸性分解生成物が生成する前に、ポリマーは溶解し、希釈または消失されるゆえに、ポリ（α−ヒドロキシカルボン酸）ポリマーのこれらの新しくて溶解性が高められたアイオノマー形態を利用すると、インプラント部位における局所酸性症発症の危険を回避する。例１１：ポリマーマトリックス・インプラントを用いたウサギの橈骨の修復生物学的活性成分（ＴＧＦ−β₁）(例７参照)を含んだパテ様デリバリーマトリックスをウサギの橈骨モデルにおいて生体内で評価した。実験計画投与経路試験物質または自原性の対照物質を中央橈骨幹欠損に移植する。概要右橈骨の１．５ｃｍセグメントを除去し、片側性欠損を生じさせる。群割付けにより、橈骨欠損部に試験物質または対照物質を移植する、もしくはインプラントを行わない。次に切開部を閉じ、ウサギを８週間飼育する。８週間で両方の橈骨を回収する。実験手順キシラジン／ケタミンのカクテルを麻酔剤として用いる。このカクテルはケタミン（１０ｍＬ；１００ｍｇ／ｍＬ）にキシラジン（１．４２ｍＬ；１００ｍｇ／ｍＬ）を混合することにより作成する。ウサギに当初約０．６５ｍＬ／ｋｇＩ．Ｍ．(最大でウサギ一匹あたり３ｍＬ)を投与する。耳静脈にカテーテルを入れ、このカテーテルを介して麻酔剤を当初の投与量の約０．１２５倍まで必要に応じ追加する。右橈骨は、体毛を完全に刈り、剃毛もしくは脱毛し、手術のために無菌にして準備する。手術右前腕前内側面の上方に沿って中央骨幹を切開する。軟組織を折り曲げて、橈骨を出す。橈骨と尺骨との骨間靭帯を分離し、中央骨幹に沿って約１．７ｃｍにおいて橈骨から骨膜を摘出する。無菌のスパチュラを橈骨と尺骨との間に置き、矢状鋸に付属した鋸刃を用いて１．５ｃｍセグメントの橈骨を切除する。骨切除中に生理食塩水で十分に部位を洗浄して、骨縁の過熱を防止する。実験手順各橈骨欠損を試験材料の１つでつめるか、自家移植でつめるか、または何もしない。材料を所定の位置に入れ込んだ後、軟組織を吸収性縫合糸で綴じ、皮膚を非吸収性縫合糸で綴じる。移植前に、(無菌箔秤量ボートまたは類似の器具を用いて)調製済みである配合物と、移植後、移植されなかった材料を各々秤量することにより、実際に移植された材料の量を決定する。手術部位をＸ線撮影して、材料の解剖学的配置を文書に記録し、ウサギをケージに戻す。鎮痛措置として、塩酸ブプレノルフィン（０．１５ｍｇＳＱ）を最初の３日間、毎日投与する。ウサギを術後８週間飼育した後、Ｂｅｕｔｈａｎａｓｉａ−Ｄ（商標）ＳｐｅｃｉａｌＳｏｌｕｔｉｏｎを静脈内に投与して殺す。左右の橈骨を摘出し、これらの骨より軟組織を切開する。その様に処置した橈骨を（癒合を示す）欠損部位内の骨の有無について組織学的に検査する。また、（不安定な癒合または非癒合の可能性を示す）欠損部位内の軟骨、軟組織または亀裂の有無について検査する。結果を次の尺度により組織学的に得点で表す。０＝不可、１＝不良、２＝中程度、３＝良、４＝優この手順を用いて行った試験の結果を表Ｖに要約した。表Ｖ：ＰＬＧＣアイオノマー／ＴＧＦ−β₁マトリックスを用いたウサギの橈骨試験処置平均得点標準偏差ｎ^b 自家移植（＋対照）３．４０．５２０なし（−対照）０．８１．４２０ポリマー^a／ＴＣＰ００１０ポリマー^a／ＴＣＰ／ＴＧＦ−β₁（γ−滅菌）３．８０．３１０尚、^a ＰＬＣＧＣＯＯＮａ（２：２：１、ＭＷ２０００）^b ｎ＝動物数この試験により、本発明のポリエステルアイオノマーから形成された構造物を用いて、骨髄を含有し、血液供給が多く、且つ機械的負荷をうける橈骨の様な長骨を修復できることが証明された。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Polyester ionomer for implant production Technical field to which the invention belongs The present invention is directed to, for example, the control of the release of biologically active substances and the use in tissue repair. The present invention relates to a biodegradable polymer used for medical applications such as plants. For more details The invention relates to the biocompatibility of mono- or bis-carboxyl-terminated polyesters. And a mixture of non-toxic salts and an improved implant matrix. It relates to the use of these salts. Background and overview Polyester, polyvinyl acetate, polyacrylate for biomedical applications Many polymers have been used, including polyorthoesters, and polyanhydrides. Was. One of the advantages of polyesters in such applications is that they are biodegradable. As well as being biocompatible. Aliphatic polyesters are implantable drug delivery carriers, sutures, Widely used in the field of biomaterials for general tissue prostheses after injury or surgery It has been. Polye has long been the most interested in the field of biomaterials Steles are derived from lactide, glycolide and ε-caprolactone monomers. And a relatively wide range of degradation profiles available through various Equipped with The ester linkages of these aliphatic polyesters are hydrolyzed and It is unstable to enzymes and makes the polymer degradable in aqueous environments. I do. However, in many cases, the in vivo water content of polyester-based implants Unusually unique features available by ester cleavage by conjugation and concomitant solubilization It is desirable to produce a biodegradation profile of Often a sharper first An early degradation or a specific biodegradation / biodegradation profile is desired. Increase the speed of biodegradation One method is to select a polymer with improved intrinsic solubility / biodegradability in vivo It is to be. However, biodegradable poly is selected to increase the rate of biodegradation. Ma generally have poor required / structural / chemical properties for implant function . One approach to making changes to the improved implant dissolution profile is In addition to the hydrophobic modification of the polymer chains to prevent bulk degradation, all of the ester linkages Or partly with an anhydride linkage. According to the present invention, a polyester ionomer, that is, a carboxyl group terminal Polyester salts are utilized for implant fabrication. Polyester io Nomers show the favorable structural / functional properties of polyesters, while Has been improved, and as a result, the solubilization of polymer molecules on Facilitate. It is solubilized in serum at the site moved from the implant site. Further hydrolysis of the polyester component is detrimental to the viability of the surrounding tissue. Promotes prevention of possible local pH gradients. Therefore, the biodegradation according to the present invention Use of biodegradable carboxyl-terminated polyester salts in the porous implant structure With the required structural and functional properties, It is possible to produce an implant further having excellent serum solubility. According to the present invention, a polyester ionomer, that is, a carboxyl group terminal Polyester salts are relevant for drug delivery and tissue prostheses and repairs It is prepared and used as a material for a living body for producing a structure capable of being implanted in a living body. Pollier Steal ionomers are largely determined by the requirements on the structure / function of the implant. It shows excellent solubility even at low molecular weights. Polyester is biocompatible Prepared from naturally occurring metabolites to improve and improve metabolism in nature Decomposed into things. Polyester ionomers have biocompatibility and pharmaceutical Neutralization or partial neutralization with a chemically acceptable salt-forming base to Prepared from a carboxyl group-terminated polyester. One aspect of the present invention And a biodegradable carboxyl group-terminated polymer in combination with the corresponding ionomer. A composition comprising an ester is provided. The physical properties of polyester ionomers are With controllable degree of neutralization of the corresponding carboxyl-terminated polyester Another advantage is that it can be controlled to some extent by selecting a base used for neutralization. Polyeste Ruionomers can be used alone or with their carboxyl-terminated polyester precursors. The combination is modified for tissue repair and / or sustained release of the biologically active compound. good Can be used in the construction of the prepared implant matrix composition. Embodiment According to the present invention, a polyester ionomer, more specifically a general formula RO-PE- Biodegradable carboxyl group-terminated polyether of COOH or HOOC-PE-COOH A non-toxic salt of stell is provided. In the above formula, R is hydrogen or C₁-C_FourThe alkyl of -PE- is a divalent residue of the polyester. Polyester, for example, Lactic acid, glycolic acid, ε-hydroxycaproic acid and γ-hydroxyvaleric acid Homopolymers, copolymers or terpolymers of hydroxy acids, such as May be included. In a variant, the polyester is biocompatible with the polyhydric alcohol. It can be produced by copolymerization with a polycarboxylic acid. Most typically, these copoly For example, a biocompatible dihydric alcohol such as propylene glycol Formed between compatible dicarboxylic acids. Polyester ionomer according to the invention Typical carboxylic acids for the production of polyesters useful in the preparation of Acid, isocitric acid, cis-aconitic acid, α-ketoglutaric acid, succinic acid, male Intermediates of the Krebs cycle such as formic acid, oxaloacetic acid and fumaric acid Can be Many of these carboxylic acids further crosslink the polymer as needed With additional functional groups. Polyesters are reacted, for example, with cyclic carboxylic anhydrides to give hydroxy To a carboxyl-terminal form useful for the preparation of this polyester ionomer Further conversion can be achieved by conversion. In one embodiment of the present invention, it is utilized in the preparation of a polyester ionomer. The carboxyl-terminated polyester can be used at about 25 ° C. (room temperature) at about 0.01 to about 5 00 mg / mL water, more preferably from about 0.1 to about 500 mg / mL water, most preferably Also preferably has a solubility limit in water of about 0.5 to about 400 mg / mL water. Is selected to The polyester precursor is from about 400 to about 10,000, More typically, it has a weight average molecular weight of about 1000 to about 5000. Pharmaceutical Conversion of these compounds by neutralization with an acceptable base provides a carboxylate. With improved solubility in water compared to sil-terminated polyester precursor , The present ionomers retain the other functionality of the polymer. Terminal carboxyl Salt forms corresponding to stoichiometric or substoichiometric neutralization of functional groups When converted to the carboxyl group, the structural and chemical properties of While showing high solubility in water (and serum). An ester ionomer or an ionomer-containing composition is produced. Soluble in water Improved dissolution promotes dissolution of the polyester in vivo. Transfer from the implant site In the moved area, the polyester component solubilized in the serum is further hydrolyzed. Degradation can be detrimental to, for example, the viability of surrounding tissue, implants Helps minimize the occurrence of local pH gradients at the site. Implant structure This is particularly important when is used for tissue repair. The polyester ionomer of the present invention has a mono- or bis-carboxyl terminal. Prepared from end polyester. Generally, carboxyl-terminated polyesters are And is neutralized by the addition of a pharmaceutically acceptable base. Departure In one embodiment, the neutralization is performed with a substoichiometric amount of base to provide a carboxy group. To produce a composition comprising a terminated polyester and its corresponding ionomer The ratio of these components differs depending on the degree of neutralization. Suitable bases for the production of the present polyester ionomers according to the present invention are preferably Is a hydroxide of lithium, sodium, potassium, magnesium and calcium Of Group Ia Metal or Group IIa Metal Containing Hydroxide and Physiological Compatibility And a salt-forming amine of After neutralization of the carboxyl-terminated polyester, the resulting ionomer is It can be isolated using separation techniques. Ionomers are generally implantable Dry before use in construction of the structure. The starting material of the carboxyl-terminated polyester used according to the present invention is It can be prepared using known procedures for tell synthesis. Of these compounds The carboxyl group ends (or both ends) are hydroxyl functional polyester and For example, C such as succinic anhydride_Two-C₆Dicarboxylic acid with stoichiometric amount of cyclic anhydride It can be produced by a reaction. Bis-hydroxy functional polyesters include, for example, propylene glycol or With a dihydric alcohol initiator such as ethylene glycol, for example, lactide, Reaction with one or more cyclic hydroxy esters such as collide or caprolactone Easily prepared. A cyclic anhydride of a bis-hydroxy functional polyester; This reaction, as described above, results in a bis-carboxy useful in the preparation of the present ionomer. Produces a bifunctional polyester. The polyester prepolymer used in the preparation of the present ionomer is typically Known polyesters using, for example, metal catalysts that promote the ester formation reaction It can be prepared using production reaction chemistry. With these prior art procedures, Another problem is that it is difficult to remove the metal catalyst from the produced polyester. It is. If you intend to use the polyester for medical purposes, Of particular importance. Hydroxy acid polyesters are heated to high temperatures under substantially anhydrous conditions. The reaction of the corresponding cyclic ester with the hydroxy-functional initiator in High purity, high purity and with excellent control over structure / functionality Have been found. Therefore, the polyester compound used in the present invention One preferred method for the preparation is at elevated temperature under substantially anhydrous conditions, e.g. For example, an initiator such as a monohydric or dihydric alcohol and at least one cyclic hydroxy Includes mainly reaction with acid esters. Preferably, the reaction is about 100-18 At a temperature of 0 ° C, more preferably about 120-160 ° C, neat (with no solvent). I) Perform in the state. Used to determine conditions related to polyester production The term "substantially anhydrous state" refers to the use of normal effort to remove water from the reaction mixture. It simply requires removal and generally involves preheating the reactor with heat. Performing the reaction under floor and dry conditions can be included. The structure of the polyester depends on the choice of cyclic hydroxy ester reactant and the stoichiometry. In addition, to increase the average molecular weight of the product, the amount of initiator should be relatively small and the Initiator using a relatively large amount of initiator to reduce the product average molecular weight Is controlled by the amount of Hydroxy-functional initiators include, for example, C₁-C_FourMonovalent alcohol such as alkanol , A dihydric alcohol or a polyhydric alcohol. Odor The hydroxy-functional initiator is, for example, a hydroxy acid such as glycolic acid. Can get. The resulting hydroxy-terminated polyester is combined with a stoichiometric amount of cyclic anhydride. Of the carboxyl group used in the preparation of the present polyester ionomer Can be easily converted to polyester. In addition, a polyester poly used for preparing the present polyester ionomer of the present invention. The process for preparing the mer is carried out in the presence of a cyclic carboxylic anhydride to give the corresponding carboxylic acid. Sil-terminated polyester compounds can be produced directly. This reaction is It is carried out under the same conditions as described above for the preparation of the ester. Most commonly, this Is carried out using about equimolar amounts of a monohydric alcohol initiator and a cyclic anhydride. . If the initiator is a dihydric alcohol, preferably the moieties for the cyclic anhydride initiators Increase the ratio to about 2: 1. The polyester ionomer of the present invention is used for preparing a bioabsorbable implant structure. Used in manufacturing. Thus, polyester ionomers can be used alone or For use with fillers for tissue prosthesis and reconstruction, or one or more biological Used in combination with a bioactive agent to provide a sustained release source for such bioactive agents after biotransplantation can do. The use and construction of such carriers is well known in the art. This polyester ionomer is used in preparations that recognize these carrier technologies. Thus, it is possible to replace prior art polymer compositions. Thus, the implant structure may include one or more bioactive agents as well as, for example, Additives to optimize retention of biological activity and polymer functionality during sterilization By mixing the polymer with any other additives, such as agents, and for surgical applications It can be prepared by sterilizing and packaging the implant formulation. Sterilization Is realized by gamma irradiation or electron beam irradiation of about 1 to about 3 mRad can do. When the biologically active agent is a biologically active protein or peptide Biological activity can be measured, for example, by foreign proteins such as albumin or gelatin and For example, propyl gallate, 3-t-butyl-4-hydroxyanisole (BH A) or a free radical scavenger (antioxidant) such as ascorbic acid in the formulation Can be optimized during sterilization. Their quantity is biological It is an effective amount to delay the radiation-induced degradation of the active peptide. Sterilization is preferred Alternatively, the heat treatment is performed at a low temperature such as -70 ° C. Filler with biologically active peptide Or When used in a composition with a protein, the biologically active compound and albumin or Or a mixture with foreign proteins, such as gelatin or gelatin. It is advantageous to coat the filler with the formulation before mixing with the ionomer. About 1 to about 90% by weight, more preferably about 30 to about 90% by weight of the implant structure About 70% and most preferably about 35 to about 50% by weight of a filler is incorporated. be able to. Fillers can be organic, inorganic or a combination of organic and inorganic fillers It may be. Suitable fillers include bone chips, tricalcium phosphate, hydroxy Apatite, powder / dry small intestinal submucosa (described in US Pat. No. 4,902,508) Bioglass granules, synthetic polymers, calcium carbonate, sulfuric acid Lucium or collagen. Examples of proteinaceous bioactive agents that can be incorporated into an implant structure include: Fibroblast growth factor, transforming growth factor (eg, TFG-β₁), Bone morphogenetic protein Like quality, epidermal growth factor, platelet-derived growth factor, or insulin-like growth factor Particularly, there are various growth factors. Used alone or in combination with these growth factors Other bioactive agents that can be used are antimicrobial agents and can also produce implant structures. When used as a matrix for sustained release of a biologically active agent, it can cause human or animal disease Any such active compounds or compositions currently utilized in the treatment of It can be formulated and released from the matrix. Example 1 material. The following reagents were used without further purification. Chloroform-d (99.8 atoms %, 1% TMS) (Aldrich), ε-caprolactone (Union Car Bide (Union Carbide), 1,2-dichloroethane (DCE) (Aldrich (Al drich)), diethylene glycol, 99% (DEG) (Aldrich), diethylene glycol Phenyl chlorophosphate, 99% (DPCP) (Aldrich), d Tanol (EtOH), 100% (AAPER Alcohol and Chemical Co.), hex Sun (Fisher), hydrochloric acid (HCL) (Fisher), sulfuric acid Gnesium (Fisher), methylene chloride (Fisher), 1 -Methylimidazole 99 +% (NMIM) (Aldrich (Aldrich)), sodium sulfate (Fisher), 2-ethylhexanoate first (Stannous octoate) (Sigma), succinic anhydride, 97% (Aldrich (Aldrich), tetrahydrofuran (THF) (Fisher), and Triethylamine, 99% (TEA) (Aldrich). Hydroxyl terminated polyester. 1.4 x 1 per mole of monomer as catalyst 0^-FourMolar concentration of stannous octoate under nitrogen, ε-caprolactone (2 0-40 g) of polymerization was carried out in bulk. Glassware at 145-155 ° C for 24 After drying for a period of time, a rubber film was attached and cooled under a flow of dry nitrogen. Table 1 shows the initiator, The monomer / initiator ratio and the reaction time and reaction temperature for each polymerization are listed. Table 1 And throughout the examples, specific polymer samples are separated by hyphens. Specified by only two numbers. The first number (bold) indicates the general type of polymer As shown, the second number is a consecutive sample number. Refer to general type of polymer Use the first number in bold only. Type 1 polymer is opened with ethanol Initiated monovalent poly (ε-caprolactone) and type 4 polymer It is a divalent poly (ε-caprolactone) initiated with tylene glycol. Table I For initiator, monomer / initiator ratio and ε-caprolactone polymerization Reaction time and reaction temperature Sample # Initiator [I] [M / I] Temperature Reaction time 1-1 EtOH 865C 5h 115 ℃ 15h 1-2 EtOH 10 65 ° C 5h 115 ℃ 15h 4-1 DEG 8 135 ° C 20h A typical polymerization procedure was as follows. ε-caprolactone (32.43 g) , 2.84 × 10^-1Mol), ethanol (3.29 g, 7.14 × 10^-2Mole) And stannous octoate (0.02 g) were added to a 250 mL boiling flask. . Purge the flask with nitrogen and wrap the tumbling stopper with Teflon tape. And placed in an oil bath at 65 ° C. for 5 hours, then at 115 ° C. for 15 hours. Polymerization The flask was cooled by cooling the flask in an ice-water bath to reduce the polymer to methylene chloride 25-. Dissolved in 35% (w / v) and then precipitated in a 10-fold excess of stirred hexane I let you. Decant the hexane layer and wash the polymer with hexane (3 × 100 mL) did. The isolated polymer is then redissolved, transferred to a sample bottle, and dried at 80 ° C. For 24 hours and then under vacuum at 80 ° C. for 24-48 hours. Carboxylic acid terminated polyester. Hydroxyl end of poly (ε-caprolactone) The end groups were converted to carboxylic acid end groups by reaction with succinic anhydride. Type 2 poly Mer is derived from a type 1 polymer started with ethanol, Having a carboxylic acid end group. Type 5 polymer is from diethylene glycol Derived from the initiated Type 4 polymer with two carboxylic acid end groups I do. A typical procedure was as follows. Ethanol-initiated poly (ε-caprolact Tons) (11.28 g, 2.26 × 10^-2eq), succinic anhydride (3.39 g, 3 . 38 × 10^-2Mol), 1,2-dichloroethane (250 mL), and 1-methyl Equipped with a condenser, hot oil bath, and magnetic stirrer for Louisimidazole (1.27 mL) , Added to a 250 mL boiling flask through nitrogen. The reaction mixture at 65-70 ° C Heated for 15 hours. After cooling, transfer the solution to a separatory funnel and add 10% water HCL (2 × 20 0 mL) and water (3 × 250 mL). Organic layer over magnesium sulfate , Filtered and the solvent was removed under reduced pressure. Example 2 material. All reagents were used without further purification. Glycolic acid (99%) and Succinic anhydride (97%) was obtained from Aldrich Chemical Co. Purchased. Stannous 2-ethylhexanoate (stannous octoate, 95%) Was purchased from Sigma Chemical Co. ε-caprolactone ( (High purity) was provided by Union Carbide Co. Instrument Using gel permeation chromatography (GPC), Associate (Polysciences Corporation) In comparison, the molecular weight, molecular weight distribution, and Mw / Mn of the polymer sample were measured. Polymeric¹³C NMR spectrum at 5 mm o. d. Burqa with tube -(Bruker) AC-200 spectrometer. Sample concentration as internal standard CDCl containing 1% TMS_ThreeWas about 25% (w / v). Synthesis of α-hydroxyl-ω- (carboxylic acid) poly (ε-caprolactone) Dry the glassware and stirrer at 145-155 ° C for 24 hours, And cooled under a stream of dry nitrogen. Glycolic acid (5.1 × 10^-3Mole, 0. 39 g), ε-caprolactone (8.8 × 10^-2Mol, 10 g) and octane Stannous acid catalyst (1.4 × 10^-FourMol / mol-monomer) 24/40 Added to a 40 mL test tube equipped with a joint and a magnetic stir bar. test The tube was purged with dry nitrogen gas, sealed with a glass stopper and placed in a 140 ° C. constant temperature oil bath. . The polymerization is carried out for 3.5 hours with continuous stirring, and then the test tube is immersed in an ice water bath. This suppressed the polymerization. Without purifying the product¹³Characterized by C NMR did. Synthesis of (carboxylic acid) -telechelated poly (ε-caprolactone) Glycolic acid (5.4 × 10^-3Mol, 0.41 g), ε-caprolactone (8. 8 × 10^-2Mol, 10 g), succinic anhydride terminating reactant (5.4 × 10^-3Mole , 0.55 g) and stannous octoate catalyst (1.4 × 10^-FourMol / mol-mo Nomer) with 24/40 mating joint and magnetic stirrer Added to 0 mL test tube. The test tube was then purged with dry nitrogen gas, sealed, and Placed in a constant temperature oil bath at 40 ° C. The polymerization was carried out for 12 hours while continuing to stir, The polymerization was suppressed by immersing the test tube in an ice water bath. 13C without purification of product The properties were determined by NMR. For the synthesis of α-hydroxyl-ω- (carboxylic acid) poly (ε-caprolactone) And glycolic acid and ε-caprolactone in the presence of a stannous octoate catalyst. Was reacted. Of the reported role of hydroxyl groups as initiators in ring-opening polymerization Thus, this reaction is derived from a single end group of glycolic acid at one end. Starting with a carboxylic acid group containing n ε-caprolactone units and the other of the chain To form oligomers (A) that terminate at the terminal with a primary hydroxyl group. As expected. GPC chromatography of samples collected at various times during the polymerization reaction The ram showed that the conversion of the monomer was completed in 3.5 hours. However, the final molecular weight (2700 g / mol) is higher than the theoretical value (2000 g / mol). It was big. This is due to the formation of α-hydroxyl-ω- (carboxylic acid) oligomers. This was due to condensation polymerization. Other evidence of the occurrence of polycondensation can be found during the cooling process. There was steam on Rusco's wall. (Carboxylic acid) -Telechelated poly (ε-caprolactone) In the synthesis of (carboxylic acid) -techelate poly (ε-caprolactone) ε-caprolactone opens the ring, which is initiated by glycolic acid and It was terminated by reaction with succinic acid. Using GPC, conversion of ε-caprolactone and And the binding of succinic anhydride to the polymer chain ends was monitored. Collected at various times Conversion of monomer was completed in 12 hours according to GPC chromatogram of sample However, it was clear that succinic anhydride was bound to the polymer. Example 3 (A) Synthesis of acid-terminated polymer Dry the glassware at 145-155 ° C for 24 hours, attach a rubber film, Cooled under elemental flow. It has a 24/40 mating joint and a vacuum glass stopper. Polymerization was carried out in a 250 mL Erlenmeyer flask sealed by wrapping with Teflon tape. Was. D, L-lactide (18.17 g, 1.26 × 10^-1Mol), glycolide ( 14.63 g, 1.26 × 10^-1Mol), ε-caprolactone (7.20 g, 6. 30 × 10^-2Mol), glycolic acid (1.66 g, 2.18 × 10^-2Mol), anhydrous Succinic acid (2.19 g, 2.18 × 10^-2Mol) equipped with a magnetic stirrer Added to flask (250 mL). Purge the flask with nitrogen and continue stirring. The mixture was heated in a constant temperature bath at 135 ° C. for 20 hours. After 65 hours of reaction, Reduced to 10 ° C. The polymerization was carried out for 146 hours, after which the polymerization was suppressed in an ice water bath. Raw The product is a ２０００2000 g / mol bis-carboxyl terminated PLGC terpolymer. Met. (B) Titration analysis procedure (2000 g / mol-sample) (~ 2000 g / mol) polymer sample (0.30 g-0.40 g) Added to 5 mL Erlenmeyer flask. Complete polymer sample in THF (50 mL) Dissolve and water (15 mL) was added to the solution. Phenolphthalein (1g / 1 (00 mL MeOH) (5 drops) was added to the polymer solution and the flask was placed in an ice bath. The sample was titrated with an aqueous solution of NaOH (0.5047N) to a pale pink endpoint. The average equivalent was calculated from at least three titrations. (C) Bulk polymer titration procedure (2000 g / mol-sample) (~ 2000 g / mol) 1000 mL of polymer sample (34.32 g) The flask was added to the flask, and the polymer was dissolved in THF (450 mL). The above procedure Using these average equivalents, the titrant required to completely neutralize the polymer sample ( The exact amount was calculated (85.3 mL, 0.5047 N aqueous NaOH). this The amount was slowly added to the polymer solution while stirring in an ice bath. Generated PLGC address The ionomer was dried in vacuum. (D) Preparation of polyester ionomer Using the same general procedure as in (c) above, the ionomer composition was PLGC terpolymer terminated with succinic anhydride at the start of coal (~ 2000 g / mol) Prepared from PLGC weight NaOH mL Ca (OH)_TwoWeight of ionomer (0.5022N) Ion content (1) 3.9818g 7.37-85% Na⁺; 15% H⁺ (2) 4.0312g 7.90-90% Na⁺; 10% H⁺ (3) 4.1240g 8.53-95% Na⁺; 5% H⁺ (4) 3.5219g 7.37 .0143g 10% Ca⁺⁺; 90% Na⁺ (5) 3.8724g 7.90 .0314g 20% Ca⁺⁺; 80% Na⁺ (6) 3.6620 g 8.53 .0445 g 30% Ca⁺⁺; 70% Na⁺ (E) Procedure for measuring solubility of polymer in water Polymer (5) was added to tetrahydrofuran (THF) in a 1.25 mL glass test tube. 0 mg). 2. The THF was evaporated by air drying at room temperature and the polymer on the bottom of the test tube was removed. Leave a thin film. 3. Add water (10 mL) to the test tube. Mix water and polymer. Mix room Leave at warm for 24 hours. 4. Pipette the solution into a previously weighed cup. 5. Evaporate the water under vacuum at 40 ° C. 6. Weigh the cup containing the polymer and subtract the weight of the empty container to Calculate the limer amount. Example 4 Synthesis of poly (ε-caprolactone) without using metal catalyst Dry the glassware and stirrer at 145-155 ° C for 24 hours, And cooled under a stream of dry nitrogen. 24/40 mating joint, true Polymerization in a 40 mL test tube sealed by wrapping an empty glass stopper with Teflon tape Was done. An appropriate amount of ε-caprolactone monomer to produce the required molecular weight; and Glycolic acid initiator was added to the test tube. Purge the test tube with nitrogen and remove the glass. Flame drying facilitated the removal of residual water. Thereafter, the test tube is placed for an appropriate time (1000 (2.5 hours for g / mol) and heated in a constant temperature bath at 135 ° C. Example 5 Synthesis of acid-terminated poly (ε-caprolactone) without using metal catalyst Dry the glassware and stirrer at 145-155 ° C for 24 hours, And cooled under a stream of dry nitrogen. 24/40 mating joint, true Polymerization in a 40 mL test tube sealed by wrapping an empty glass stopper with Teflon tape Was done. An appropriate amount of ε-caprolactone monomer, glycol, to produce the required molecular weight Cholic acid initiator and succinic anhydride termination reagent were added to the test tube. test The tube was purged with nitrogen and the glass was flame dried to facilitate removal of residual water. afterwards, The test tube was heated in a constant temperature bath at 135 ° C. for an appropriate time (approximately 11 hours). Example 6 Acid-terminated poly (D, L-lactide-co-glycolide-co-ε- Synthesis of caprolactone) Dry the glassware and stirrer at 145-155 ° C for 24 hours, And cooled under a stream of dry nitrogen. 24/40 mating joint, true Polymerization in a 40 mL test tube sealed by wrapping an empty glass stopper with Teflon tape Was done. Appropriate amounts of D, L-lactide, glycolide, ε to yield the required molecular weight -Caprolactone monomer, glycolic acid initiator and succinic anhydride The reagent was added to the test tube. Purge the test tube with nitrogen and flame dry the glass. Accelerated removal of retained water. Thereafter, the test tube was heated in a constant temperature bath at 135 ° C. for 102 hours. Was. From that point, the temperature was reduced to 130 ° C. for 37.5 hours, after which the temperature was reduced to 10 ° C. The reaction was further lowered to 0 ° C. and continued for 50 hours. Thus, after 189.5 hours, D , L-lactide reached maximum binding. Example 7: Preparation of an implant structure made of polyester ionomer reagent Tricalcium phosphate: Depuy, diameter: 149μ to 250μ TGF-β₁: Genentech, 0.73mg / mL PLGC polymer: poly (lactide: glycolide: ε-caprolactone) = (40:40:20), Na⁺ Ionomer (MW 2000) (Example 3 (c)) Coating buffer: 20 mM sodium acetate, pH 5.0 (Sigma cat @ S-5889) Gelatin buffer: 2.5% gelatin (250 mg / 10 mL-water), 100Blood General Foods Rinse buffer: PBS pH 7.4, Boehringer Mannheim cat. 100-961 Antioxidant: 0.2% N-propyl gallate (in water) (20mg / 10mL, heated in microwave oven Put in) Sigma cat P-3130 procedure 1. The required amount of TGF-β in the coating buffer₁(2 mL / gT CP) 2. TGF-β in a siliconized polypropylene container₁Coating buffer The liquid solution is mixed with dry TCP. 3. Incubate the mixture at room temperature for 3 hours with constant gentle mixing. 4. Settle TCP or centrifuge briefly and decant TGF- β₁Separate the coating buffer. 5. Add rinse buffer (same volume as coating buffer), mix and decant. Separate it by the action. 6. Repeat the rinsing step. 7. Add antioxidant solution (same volume as rinse buffer), mix and decant. To separate it. 8. TGF-β₁Add gelatin buffer to coated TCP (1.25 mL buffer / g) -TCP). 9. Add the TCP / buffer mixture to the viscous PLGC polymer and mix (0.79 6 g (44%) polymer / 1 g (56%) TCP). 10. The matrix is rapidly frozen in liquid nitrogen. 11. Lyophilize the matrix. It is desirable to store the matrix dry at -70 ° C. This is from the atmosphere Absorbs water easily. The matrix is filled with N in a sealed foil pack._TwoSmell the atmosphere Can be sterilized by gamma irradiation (2.5 Mrad). Example 8: Dissolution and release of polyester formulation This example demonstrates the use of polyester ionomers in biological Demonstrate how quality degradation and delivery can be regulated. (A) Dissolution rate Method: TCP (50 mg) mixed with enough polymer to bind all . The mixture was dried completely in a vacuum dryer. Weigh dry mixture, phosphate buffer Placed in saline (5 mL). The weight of the interconnected matrix was measured daily . The culture during this process was at room temperature. Matrix interconnecting complete dissolution Is defined as the absence of any material. In Table II, the percentages of 40% L-40% G-20% C with various end groups are shown. The results of tests performed on various PLGC terpolymers were summarized. Of each terpolymer The molecular weight was 2000. Carboxylated PLGC, then carboxylated An ionomer sample was prepared by neutralizing the material with NaOH (see Example 3). . Table II: Dissolution test of PLGC terpolymer^* Polymer end groups Days to complete dissolution OH 50⁺ COO^- 50% Na⁺ 30 COO^-100% Na⁺ 4 ^*PLGC ratio; 40:40:20 (B) Release rate PLGC / TCP / TGF-β prepared as described in Example 7₁Matrix or TGF-β₁Was measured. TGF-β₁Was extracted, and ELISA (ELIS Inspection was carried out according to A) as follows. Undiluted horse serum (Sigma Cat # H-1270) and 0.02 wt% Sodium chloride was added to the sample. The amount of serum used is TGF-β₁Depending on the concentration I decided. About 0.4 to about 1 μg of TGF-β₁We aimed at the final concentration. serum And TCP were incubated for a minimum of 12 hours (overnight) at room temperature with mixing. TCP Microfuge at 500 g for 1 minute to remove fines. Thereafter, the samples were tested by the ELISA test to determine the biological activity. TGF-β₁The capture ELISA protocol was as follows.material 1. Solid support: Dynatech Immulon II, Kata Log No.011-010-3450 2. Coating buffer: 0.05 M carbonate buffer, pH 9.5, Na_TwoCO_Two(5 . 3g / L) 3. Capture Mab: Mab <TGF-β₁> 12H5, Genentic, Lot # 8268-61 4. Wash buffer: PBS, 0.05% Tween20 5. Detection Mab: Mab <TGF-β₁> 4A11-HRP, Genentic , Lot 16904-30 6. Standard: TGF-β₁Use the same lot with Genentic and unknown samples. 7. Substrate: 3,3 ', 5,5'-tetramethylbenzidine (TMB), Kirkeg aard & Perry Catalog # 50-76-100 8. Terminal liquid: 1M H_TwoSO_Four procedure A 96-well microtiter plate was placed in a coating buffer at 0 . Coated with 5 μg / mL Mab12H5 and 100 μL / well to a temperature of 4 ° C. And kept overnight. This plate is placed on Titertec Microplate Wash with Wash Buffer for 6 cycles in Washer 120 and wash buffer Volume left in the wells. Plates with 96 wells were washed 10 times with wash buffer. After culturing for minutes, the washing buffer was withdrawn. TGF-β₁Sample was washed Plates were added and serially diluted to 100 μL / well in PBS. That Later, TGF-β₁The samples were incubated for 1 hour at room temperature. Plate 6 with wash buffer The cycle was washed again. Next, the 4A11-HRP conjugate was added to the plate, Diluted to approximately 1: 2000, ie, 100 μL / well, in wash buffer. So After that, the plate was incubated at room temperature for 1 hour. Wash plate for 6 cycles with wash buffer Was cleaned. Next, 100 μL / well of substrate was added to the plate. The color departs for 5 minutes Revealed. Thereafter, 50 μL / well of stop solution was added. Molecule wavelength Read at 450 nm on ar Devices Vmax. O. D. Values were fitted to a curve using log-linear regression. Diluted TGF-β₁Mark A calibration curve was prepared using the standard. In the linear region, the O.D. D. Regression curve with values Unknown concentrations were calculated using the multiples required to overlay the. PLGC / TCP / TGF-β₁TGF-β from matrix₁Release of The test results are summarized in Table III. Table III: TGF-β from polymer matrix₁Collection^a Day% recovery of TGF-β1 142% 2 5.8% 31% 4 <1% 5 <1% 6 <1%^a PLGC (2: 2: 1), Na ionomer, MW 2000-44%; TCP- 56%; 2 mL TGF-β₁/ G-TCP PLGC / TCP / TGF-β tested in this example₁The matrix is dissolved Solution speed (Part (a), Table II, PLGC COO^-Na⁺100% TGF-β₁The release rate was also fast. In other words,% recovery sharply drops The matrix contains a small amount of TGF-β₁Was gradually released. Example 9: Formulation of ionomer / submucosal matrix reagent: TGF-β₁: Genentic, 0.73mg / mL PLGC polymer: poly (lactide: glycolide: ε-caprolactone) = (40:40:20) Na ionomer; MW 2000 Coating buffer: 20 mM sodium acetate, pH 5.0 (Sigma); 1% gelatin final concentration (100 Blood m General Foods) Antioxidant: 0.2% N-propyl gallate (in water) Small intestinal submucosa (SIS): (US Pat. No. 4,902,508 mentioned above and No. 4,956,178, prepared and crushed and freeze-dried) procedure 1. Required amount of TGF-β₁With coating buffer and SIS (1 mL buffer / 100 mg SIS) to form a putty. 2. The mixture is incubated for 1 hour at room temperature. 3. Add the antioxidant solution to the polymer and temporarily suspend at room temperature until a viscous solution forms. Stir (4 mL of 0.02% by weight antioxidant / g-polymer). 4. SIS / TGF-β₁The mixture is mixed with the viscous polymer solution. 5. (a) can be frozen with liquid nitrogen, and (b) the material can be uniformly coated with a polymer The matrix is placed in a container thus formed, ie a glass Petri dish. 6. The matrix is quenched with liquid nitrogen. 7. Lyophilize the matrix. 8. Sterilize the polymer / matrix formulation as described in Example 7. The final composition of the polyester ionomer matrix prepared by this procedure is , 67% polyester ionomer, 33% SIS, 5 μg / mL TG F-β₁Was contained. Example 10: Solubility of polyester Dissolution of various polyesters by dissolving polyester in ultrapure water at room temperature The degree was measured. The results of these tests are summarized in Table IV. Table IV: Solubility of polyester Polymer ratio (MW) Solubility (g / L) PL-200 0.01 PLG 1: 1 1000 1.4 PLGC-OH 2: 2: 1 2000 0.2 PLGC-COOH 2: 2: 1 2000 0.3 PLGC-COONa 2: 2: 1 2000 250 Some researchers have reported the use of poly (α-hydroxycarboxylic acid) implants Articles have reported aseptic necrosis, inflammation or sinus tracts. These adverse effects are: It is generally believed to have been caused by local acidosis from polymer degradation. Many The polymer dissolves and dilutes or disappears before the amount of acidic degradation products is formed Hence, these new and soluble poly (α-hydroxycarboxylic acid) polymers The enhanced ionomer morphology allows for local acid at the implant site Avoid the risk of developing sexually transmitted diseases. Example 11: Repair of rabbit radius using polymer matrix implant Biologically active ingredient (TGF-β₁) (See Example 7) Rix was evaluated in vivo in a rabbit radius model.Experiment plan Administration route A test substance or autologous control substance is implanted into the central radial shaft defect. Overview A 1.5 cm segment of the right radius is removed, creating a unilateral defect. Group assignment To implant a test or control substance in the radius defect, or Do not do The incision is then closed and the rabbit is reared for 8 weeks. 8 weeks both radius Collect bone. Experimental procedure A xylazine / ketamine cocktail is used as an anesthetic. This cocktail is digit Xylazine (1.42 mL; 100 mg) in Min (10 mL; 100 mg / mL) / ML). Approximately 0.65 mL / kg I for rabbits . M. (Up to 3 mL per rabbit). Put a catheter in the ear vein The anesthetic was injected through this catheter as needed to approximately 0.125 times the initial dose. Add the same. The right radius is completely shaved, shaved or depilated, for surgery Prepare aseptically. Surgery An incision is made in the central diaphysis above the medial aspect of the right forearm. Bend the soft tissue to the radius Get bones out. Separate the interosseous ligament between the radius and ulna, and along the central diaphysis to about 1.7 cm And remove the periosteum from the radius. Place a sterile spatula between the radius and ulna, A 1.5 cm segment of the radius is cut using the saw blade attached to the sagittal saw. Bone resection Rinse the site thoroughly with saline to prevent overheating of the bone margins. Experimental procedure Fill each radial defect with one of the test materials, with an autograft, or do nothing Absent. After placing the material in place, the soft tissue is bound with absorbable sutures and the skin is Stitch with non-absorbable suture. Formulas that have been prepared (using a sterile foil weigh boat or similar device) prior to implantation The actual implanted material is weighed after the implant and the material that has not been implanted have been implanted. Determine the amount of material removed. X-ray the surgical site, document the anatomy of the material, and Back. Buprenorphine hydrochloride (0.15mgSQ) was first used as an analgesic For 3 days every day. After breeding rabbits for 8 weeks after surgery, Beutanasia-D (trademark) Spe Cial Solution is administered intravenously and killed. Extract the left and right radius, Dissect soft tissue from these bones. Defects (indicating fusion) of the radius treated in this way Histological examination for bone in the position. Also (unstable healing or non-healing Inspection for possible cartilage, soft tissue or cracks in the defect You. The results are scored histologically by the following scale. 0 = impossible, 1 = bad, 2 = medium Degree, 3 = good, 4 = excellent The results of the tests performed using this procedure are summarized in Table V. Table V: PLGC ionomer / TGF-β₁Using a matrix Rabbit radius test Treatment Average score Standard deviation n^b Autotransplant (+ control) 3.4 0.5 20 None (-control) 0.8 1.4 20 polymer^a/ TCP 0 0 10 polymer^a/ TCP / TGF-β₁(Γ-sterilized) 3.8 0.3 10 still,^a PLCG COONa (2: 2: 1, MW 2000)^b n = number of animals By this test, the structure formed from the polyester ionomer of the present invention was obtained. Radial length, containing bone marrow, with high blood supply and mechanical load It has proven to be able to repair bones.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者デング，ゼット．，デヴィッドアメリカ合衆国・インディアナ州 46032・カーメル・ゴールドフィンチドライブ 13722 (72)発明者グランシー，トッド，ピー. アメリカ合衆国・インディアナ州 46928・フェアマウント・イースト 1050 サウス 4240 (72)発明者ピーターソン，デイル，アール. アメリカ合衆国・インディアナ州 46032・カーメル・リーズサークル 488────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (72) Inventor Dengue, Zett. , David United States of America, Indiana 46032 Carmel Gold Finch Live 13722 (72) Inventor Glancy, Todd, P. United States of America, Indiana 46928 Fairmount East 1050 South 4240 (72) Inventor Peterson, Dale, Earl. United States of America, Indiana 46032 Carmel Leeds Circle 488

Claims

[Claims] 1. Wherein R is hydrogen or a C ₁ -C ₄ alkyl group and ＰＥPE〜 is a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer or a biocompatible dihydric alcohol and a biocompatible dicarboxylic acid. Non-toxic salts of biodegradable carboxyl-terminated polyesters of the general formulas RO-PE-COOH or HOOC-PE-COOH, which are divalent residues of polyesters containing copolymers with acids. 2. The salt of claim 1, wherein the polyester has a molecular weight in the range of about 400 to about 10,000. 3. The salt of claim 1, wherein the carboxyl-terminated polyester has a water solubility of about 0.01 to about 500 mg / mL. 4. The salt according to claim 1, wherein the carboxyl group-terminated polyester has a chemical formula of RO to PE to COOH. 5. The salt according to claim 1, wherein the carboxyl group-terminated polyester has a chemical formula of HOOC-PE-COOH. 6. The salt according to claim 4 or 5, wherein the polyester comprises a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer. 7. The salt according to claim 4 or 5, wherein the polyester comprises a copolymer of a biocompatible dihydric alcohol and a biocompatible dicarboxylic acid. 8. The salt according to claim 4 or 5, wherein the molecular weight of the polyester ranges from about 1000 to about 5000. 9. Wherein R is hydrogen or a C ₁ -C ₄ alkyl group and ＰＥPE〜 is a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer or biocompatible dihydric alcohol and biocompatible A composition of a substance containing a biodegradable carboxyl group-terminated polyester of the general formulas RO to PE to COOH, which is a divalent residue of a polyester containing a copolymer with a dicarboxylic acid, and a non-toxic salt thereof. 10. Wherein ~ PE ~ is a divalent residue of a polyester comprising a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer or a copolymer of a biocompatible dihydric alcohol and a biocompatible dicarboxylic acid. A composition of a substance containing a biodegradable carboxyl group-terminated polyester of the general formulas HOOC to PE to COOH and a non-toxic salt thereof. 11. An improved matrix composition for tissue repair, wherein R is hydrogen or a C ₁ -C ₄ alkyl group and 〜PE〜 is a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer. Biodegradation of general formulas RO-PE-COOH or HOOC-PE-COOH which are divalent residues of polymers or copolymers of biocompatible dihydric or trihydric alcohols with biocompatible dicarboxylic acids An improved matrix composition incorporating a biodegradable synthetic polymer comprising a non-toxic polyester salt of a reactive carboxyl-terminated polyester and an optional filler and / or biologically active compound. 12. The improved implant matrix composition of claim 11, wherein the polyester has a molecular weight in the range of about 400 to about 10,000. 13. The improved implant matrix composition of claim 11, wherein the polyester has a water solubility of from about 0.01 to about 400 mg / mL. 14． The improved implant matrix composition of claim 11, wherein the polyester is of the formula RO-PE-COOH. 15. The improved implant matrix composition according to claim 11, wherein the polyester is of the formula HOOC-PE-COOH. 16. The improved implant matrix composition of claim 11, wherein the polyester comprises a biocompatible hydroxy acid homopolymer, copolymer or terpolymer. 17． The improved implant matrix composition of claim 11, wherein the polyester comprises a copolymer of a biocompatible dihydric alcohol and a biocompatible dicarboxylic acid. 18. 12. The improved implant matrix composition according to claim 11, wherein the molecular weight of the polyester ranges from about 1000 to about 5000. 19. Wherein R is hydrogen or a C ₁ -C ₄ alkyl group and ＰＥPE〜 is a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer or biocompatible dihydric alcohol and biocompatible 12. The synthetic polymer according to claim 11, wherein the synthetic polymer contains a biodegradable carboxyl group-terminated polyester of the general formulas RO to PE to COOH, which is a divalent residue of a polyester containing a copolymer with a dicarboxylic acid, and a nontoxic salt thereof. An improved implant matrix composition as described. 20. Wherein ~ PE ~ is a divalent residue of a polyester comprising a biocompatible hydroxyacid homopolymer, copolymer or terpolymer or a copolymer of a biocompatible dihydric alcohol and a biocompatible dicarboxylic acid. The improved implant matrix composition according to claim 11, wherein the synthetic polymer comprises a biodegradable carboxyl-terminated polyester of the general formula HOOC-PE-COOH and a non-toxic salt thereof.